JP6525223B2 - Biological information measuring device, biological information measuring method, and program - Google Patents
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Description
本発明は生体情報測定装置、生体情報測定方法、及びプログラムに関し、特に非観血血圧測定を行う生体情報測定装置、生体情報測定方法、及びプログラムに関する。 The present invention relates to a biological information measurement device, a biological information measurement method, and a program, and more particularly to a biological information measurement device that performs non-invasive blood pressure measurement, a biological information measurement method, and a program.
IABP(Intra Aortic Balloon Pumping, 大動脈内バルーンパンピング)は、左心室補助の目的で広く用いられている補助循環装置である。IABPは、バルーンカテーテルを被験者の胸部下行大動脈に留置し、心臓の拍動に同期してバルーンを拡張/収縮させることによって心臓の圧補助を行う。これにより、心筋への酸素供給を増加させ、心筋の酸素消費量を減少させることができる。 IABP (Intra Aortic Balloon Pumping) is an auxiliary circulatory device widely used for left ventricular assist. The IABP places a balloon catheter in the descending aorta of the subject's chest, and provides pressure support for the heart by expanding / contracting the balloon in synchronization with the beating of the heart. This can increase the oxygen supply to the myocardium and reduce the oxygen consumption of the myocardium.
例えば特許文献1には、IABPの治療タイミングを最適に設定するための機能を有する装置が開示されている。
For example,
ところで血圧値は、被験者の状態を把握するために重要なバイタルサインである。そのため、IABP使用時にも被験者の血圧値を正確に把握できることが好ましい。以下、非観血式(NIBP:Non Invasive Blood Pressure)血圧測定について検討する。 By the way, blood pressure values are vital signs important for grasping the condition of a subject. Therefore, it is preferable that the blood pressure value of the subject can be accurately grasped even when using IABP. Hereinafter, non-invasive blood pressure measurement (NIBP: Non Invasive Blood Pressure) will be examined.
非観血式血圧測定では、被験者の上腕等にカフ(マンシェット)を巻き、そのカフに送り込んだ空気によって上腕を、更にはその中を通る動脈を圧迫する。圧迫された動脈の拍動(脈動)がカフに振動として伝わり(オシレーション)、その振動の大きさから血圧値を算出する。しかし被験者がIABPを使用している場合、バルーンによってアシストされた心拍を基に算出された血圧値(収縮期血圧(SYS)、拡張期血圧(DIA)、平均血圧(MAP:MEAN ATRERIAL PRESSURE))なのか、被験者由来の心拍を基に算出された血圧値(収縮期血圧(SYS)、拡張期血圧(DIA)、平均血圧(MAP))なのか、が区別できなかった。ひいては、血圧値を正確に取得できないという問題があった。 In non-invasive blood pressure measurement, a cuff (manshette) is wrapped around the upper arm or the like of a subject, and the air fed into the cuff compresses the upper arm and an artery passing therethrough. The pulsation (pulsation) of the compressed artery is transmitted to the cuff as vibration (oscillation), and the blood pressure value is calculated from the magnitude of the vibration. However, if the subject is using IABP, the blood pressure value calculated based on the balloon-assisted heart rate (systolic blood pressure (SYS), diastolic blood pressure (DIA), mean blood pressure (MAP: MEAN ATRERIAL PRESSURE)) It was not possible to distinguish whether the blood pressure values (systolic blood pressure (SYS), diastolic blood pressure (DIA), mean blood pressure (MAP)) calculated based on the subject-derived heart beat. As a result, there has been a problem that blood pressure values can not be acquired accurately.
本発明は上記の課題に鑑みてなされたものであり、被験者がIABPを使用しているか否かに拠らず被験者の体内を循環した血液量を基にした正確な血圧値を算出できる生体情報測定装置、生体情報測定方法、及びプログラムを提供することを主たる目的とする。 The present invention has been made in view of the above problems, and it is possible to calculate an accurate blood pressure value based on the blood volume circulated in the subject's body regardless of whether the subject uses IABP or not. A main object of the present invention is to provide a measuring device, a biological information measuring method, and a program.
本発明にかかる生体情報測定装置の一態様は、
被験者の心拍に関する心拍情報を検出する拍動情報検出手段と、
前記被験者の所定部位に対してカフによる加減圧を行っている期間の脈波を検出する脈波検出手段と、
前記心拍情報から心臓の一心周期を検出し、各一心周期での前記脈波の極大値を検出し、検出した各極大値に対して移動平均処理を行うことにより、前記被験者の血流量に由来する振幅値を算出する振幅算出手段と、
前記振幅算出手段が算出した振幅値と、前記カフの加圧力と、の関係から血圧値を算出する血圧算出手段と、を備えるものである。
One aspect of the biological information measurement device according to the present invention is
Beat information detection means for detecting heart beat information related to a subject's heart beat;
Pulse wave detection means for detecting a pulse wave during a period in which pressurization / decompression with a cuff is performed on a predetermined region of the subject;
The heart rate of the heart is detected from the heart rate information, the maximum value of the pulse wave in each one heart cycle is detected, and moving average processing is performed on each detected maximum value to derive the blood flow volume of the subject. Amplitude calculation means for calculating the amplitude value to be
And a blood pressure calculation unit that calculates a blood pressure value from the relationship between the amplitude value calculated by the amplitude calculation unit and the pressure applied by the cuff.
IABPの使用時と不使用時では一心周期内での脈波の極大値の現れ方が異なる。上述のように生体情報測定装置は、一心周期内での脈波の極大値に対して移動平均処理を行い、体内を循環した血流量を正確に反映した振幅値を算出する。生体情報測定装置は、この振幅値を用いることによって所望の血圧値を算出することができる。 When IABP is used and not used, the appearance of the pulse wave maximum value in one cardiac cycle is different. As described above, the biological information measurement device performs moving average processing on the maximum value of the pulse wave in one cardiac cycle, and calculates an amplitude value that accurately reflects the blood flow volume circulated in the body. The biological information measuring device can calculate a desired blood pressure value by using this amplitude value.
本発明は、被験者がIABPを使用しているか否かに拠らず被験者の体内を循環した血液量を基にした正確な血圧値を算出できる生体情報測定装置、生体情報測定方法、及びプログラムを提供することができる。 The present invention relates to a biological information measuring apparatus, a biological information measuring method, and a program capable of calculating an accurate blood pressure value based on the volume of blood circulated in the body of a subject regardless of whether the subject uses IABP or not. Can be provided.
<実施の形態1>
以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。図1は、本実施の形態にかかる生体情報測定装置1の構成を示すブロック図である。生体情報測定装置1は、カフ11、圧力センサ12、ポンプ13、電磁弁14、心電図電極15、出力手段16、入力手段17、及び制御演算手段20を有する。生体情報測定装置1は、非観血で血圧を測定できるものであればよく、生体情報モニタのように血圧以外の各パラメータを取得できるものであってもよい。なお、以下の説明では、生体情報測定装置1の被験者がIABP(Intra Aortic Balloon Pumping, 大動脈内バルーンパンピング)を使用している可能性があるものとする。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a biological
カフ11は、被験者の主に上腕部に巻きつけられる。カフ11の内部には、エア(空気)を注入して被験者の動脈を圧迫するエアブラダー(図1には図示せず)が設けられている。ポンプ13は、制御演算手段20の制御に応じて、このエアブラダーにエアを注入する。電磁弁14は、制御演算手段20の制御に応じて、カフ11内のエアブラダーの排気制御を行う。
The
圧力センサ12は、カフ11内の空気圧、すなわちカフ圧を検出する。圧力センサ12の後段には、適宜A/D変換器や交流増幅器、各種フィルタ等が設けられている(図1には図示せず)。圧力センサ12と脈波検出手段21の間の構成例を図2A及び図2Bに示す。なお図2A及び図2Bにおいては、圧力センサ12の前段構成及び脈波検出手段21の後段構成の記載は省略する。
The
図2Aは、主にアナログ処理によりフィルタを行う場合の構成例を示している。圧力センサ12の後段のアナログフィルタ31は、フィルタ処理によりカフ圧に相当するアナログ信号と脈波に相当するアナログ信号を抽出する。A/D変換器32は、カフ圧に相当するアナログ信号をデジタル信号(カフ圧信号)に変換して脈波検出手段21に供給する。脈波に相当するアナログ信号には、アナログフィルタ33により更にフィルタ処理が行われる。A/D変換器34は、アナログフィルタ33が出力したアナログ信号をデジタル信号(脈波信号)に変換して脈波検出手段21に供給する。
FIG. 2A mainly shows a configuration example in the case of performing a filter by analog processing. The
図2Bは、デジタル処理も用いてフィルタを行う場合の構成例を示している。圧力センサ12の出力したアナログ信号は、アナログフィルタ35によりフィルタ処理が行われてA/D変換器36に入力される。A/D変換器36は、入力されたアナログ信号をデジタル信号に変換して制御演算手段20内のデジタルフィルタ25に供給する。デジタルフィルタ25は、デジタルフィルタ処理を行い、カフ圧に相当するデジタル信号(カフ圧信号)と被験者の脈波に相当するデジタル信号(脈波信号)を抽出し、脈波検出手段21に供給する。なお図2A及び図2Bの構成は、あくまでも一例であり、脈波検出手段21にカフ圧に対応するデジタル値と脈波に相当するデジタル値が供給される構成であれば他の構成であってもよい。
FIG. 2B shows a configuration example in the case of performing filtering using digital processing. The analog signal output from the
再び図1を参照する。上述のカフ11、圧力センサ12、ポンプ13、及び電磁弁14は、非観血血圧測定の際に用いられる一般的な構成と同様である。
Refer back to FIG. The above-mentioned
心電図電極15は、被験者の胸部や四肢等に取り付けられる複数の電極(シール電極、クリップ電極を含む)から構成される。出力手段16は、生体情報測定装置1の筐体上に設けられたディスプレイや、内臓プリンタ等である。入力手段17は、生体情報測定装置1の筐体上に設けられたボタンやキーパネル等の各種入力インターフェイスである。なお出力手段16と入力手段17は、タッチディスプレイのように一体化された構成であってもよい。上述のように被験者は、IABPを使用しているケースがある。
The
制御演算手段20は、生体情報測定装置1の制御を行うものである。制御演算手段20は、脈波検出手段21、心電図測定手段22、振幅算出手段23、及び血圧算出手段24を備える。さらに制御演算手段20は、図示しないCPU(Central Processing Unit)、ROM(Read Only Memory)、RAM(Random Access Memory)、I/O(Input/Output)ポート、ハードディスク等を含むもの(またはこれ等と協調して動作するもの)である。
The control calculation means 20 controls the living body
心電図測定手段22は、心電図電極15から得られた心電図信号を基に心電図(ECG:Electrocardiogram)を取得し、取得した心電図(ECG)を振幅算出手段23に供給する。心電図測定手段22の動作及び構成は、一般的な心電図測定装置が有する機能や動作と同様であればよい。
The electrocardiogram measurement means 22 acquires an electrocardiogram (ECG: Electrocardiogram) based on the electrocardiogram signal obtained from the
脈波検出手段21の動作説明の前に、カフ圧と観血血圧(本装置では取得しなくてもよい)の関係性について図3を参照して説明する。図3の例では、IABPがいわゆる1:2アシスト(2回の心周期のうち1回の心周期でのバルーンアシスト)を行っている。 Before describing the operation of the pulse wave detection means 21, the relationship between the cuff pressure and the invasive blood pressure (which may not be acquired by the present apparatus) will be described with reference to FIG. In the example of FIG. 3, the IABP performs so-called 1: 2 assist (balloon assist in one cardiac cycle out of two cardiac cycles).
図示するように、2回の心周期のうちの1回の心周期の中に、IABPのアシストによりオシレーション幅(脈波の圧力)が高くなっている点と、被験者自身の心臓の拍動によりオシレーション幅(脈波の圧力)が高くなっている点、の双方が存在する。 As shown in the figure, during one cardiac cycle of two cardiac cycles, the point where the oscillation width (pulse wave pressure) is increased by IABP assistance, and the subject's own heart beat There exist both of the point where the oscillation width (pulse wave pressure) is high due to.
脈波検出手段21は、カフ圧信号(図示せず)と脈波信号(図示せず)を基に、被験者に対してカフ11による加減圧を行っている期間の脈波(以下、オシレーション波形とも記載する。)を検出する。図4は、脈波検出手段21が検出したオシレーション波形(図中の“OSC”)を示す図である。図4に示すオシレーション波形は、図3に示すカフ圧の推移や観血血圧と対応するものである。また脈波検出手段21は、オシレーション波形から取得できる波高値(図中の“height”)も合わせて取得してもよい。脈波検出手段21は、取得した脈波の情報(オシレーション波形や波高値の情報)、及びカフ圧の情報を振幅算出手段23に供給する。
The pulse wave detection means 21 is a pulse wave (hereinafter referred to as an oscillation) during a period in which the
振幅算出手段23には、脈波検出手段21が検出した脈波の情報(オシレーション波形や波高値の情報)やカフ圧の情報と、心電図測定手段22が取得した心電図(ECG)と、が供給される。振幅算出手段23は、心拍情報(本例では心電図(ECG))から被験者の心臓の一心周期を検出する。そして振幅算出手段23は、一心周期でのオシレーション波形の極大値の検出に応じて、オシレーション波形から被験者の心拍由来の振幅値またはIABPアシストされた振幅値を算出する。当該算出処理の詳細について以下に説明する。 The amplitude calculation means 23 includes information on pulse waves detected by the pulse wave detection means 21 (information on oscillation waveform and peak value), information on cuff pressure, and an electrocardiogram (ECG) acquired by the electrocardiogram measurement means 22. Supplied. The amplitude calculation means 23 detects a cardiac cycle of the subject's heart from heart rate information (in this example, an electrocardiogram (ECG)). Then, the amplitude calculation means 23 calculates an amplitude value derived from the heartbeat of the subject or an IABP-assisted amplitude value from the oscillation waveform in response to the detection of the maximum value of the oscillation waveform in one cardiac cycle. Details of the calculation process will be described below.
図5は、心電図(ECG)波形とオシレーション波形との関係を示す図である。図5の例では、IABPがいわゆる1:2アシスト(2回の心周期のうち1回の心周期でのバルーンアシスト)を行っている。図示するように、心電図(ECG)には、1拍毎にQRS波が存在する。いわゆるR−R間隔は、一心周期(1回の心拍周期)に対応する。IABPを用いた治療では、被験者の心臓の収縮期にバルーンを縮小し、拡張期に大動脈弁が閉鎖すると同時にバルーンを拡張する。IABPのバルーン拡張/縮小は、通常は血圧(血圧波形)や心電図(ECG)に同期させて行う。 FIG. 5 is a diagram showing the relationship between an electrocardiogram (ECG) waveform and an oscillation waveform. In the example of FIG. 5, the IABP performs so-called 1: 2 assist (balloon assist in one cardiac cycle out of two cardiac cycles). As shown, in the electrocardiogram (ECG), there is a QRS wave for each beat. The so-called RR interval corresponds to one cardiac cycle (one cardiac cycle). Treatment with the IABP reduces the balloon during systole of the subject's heart and dilates the balloon while closing the aortic valve. IABP balloon dilation / contraction is usually performed in synchronization with blood pressure (blood pressure waveform) or electrocardiogram (ECG).
振幅算出手段23は、心電図(ECG)波形を解析してQRS波を検出して、心臓の1拍の間隔を取得する。そして振幅算出手段23は、QRS波から一定時間内にあるオシレーション波形の最小値を基準として図5に示すように各一心周期のオシレーション波形を切り出す。 The amplitude calculating means 23 analyzes an electrocardiogram (ECG) waveform to detect a QRS wave, and acquires an interval of one heart of the heart. Then, the amplitude calculation means 23 cuts out an oscillation waveform of each cardiac cycle as shown in FIG. 5 on the basis of the minimum value of the oscillation waveform within a fixed time from the QRS wave.
振幅算出手段23は、各一心周期内のオシレーション波形の極大値を検出する。ここで極大値とは、振幅値が上昇から下降に切り替わるピーク点である。不整脈やDicroticWave等のケースを除外すると、バルーンのアシストがない心周期の場合、極大値は一心周期内に1つ現れる。バルーンのアシストがある心周期の場合、極大値は一心周期内に2つ現れる。振幅算出手段23は、血圧値の上昇と下降を短い時間(所定時間内)で繰り返すピーク点(いわゆるノイズやDicrotic Wave)を極大値として取り扱わない。また振幅算出手段23は、ノイズ等の影響を除外するために前処理としてフィルタリング処理を行ってもよい。振幅算出手段23は、極大値の検出状況(一心周期内での極大値の検出回数)に応じてIABPのアシスト比を推定する。 The amplitude calculating means 23 detects the maximum value of the oscillation waveform within each one cardiac cycle. Here, the maximum value is a peak point at which the amplitude value switches from rising to falling. With the exception of cases such as arrhythmia and Dicrotic Wave, one maximum value appears in one cardiac cycle in the case of a cardiac cycle without balloon assistance. In the case of a cardiac cycle with balloon assistance, two maxima appear in one cardiac cycle. The amplitude calculating means 23 does not treat a peak point (so-called noise or dicrotic wave) which repeats rising and falling of blood pressure values in a short time (within a predetermined time) as the maximum value. In addition, the amplitude calculation means 23 may perform filtering processing as pre-processing in order to exclude the influence of noise and the like. The amplitude calculation means 23 estimates the assist ratio of the IABP according to the detection condition of the maximum value (the number of times of detection of the maximum value in one cardiac cycle).
図6A及び図6Bを参照してIABPモードが1:n(nは2以上)であると推定した場合の動作について説明する。IABPのモードが1:n(nは2以上)であると推定した場合、振幅算出手段23は、2つの極大値が現れる一心周期において1つ目の極大値を被験者の心拍由来(被験者の心臓の動作に応じた)の振幅値として検出する(図6A)。また振幅算出手段23は2つの極大値が現れる一心周期において2つ目の極大値をIABPによるアシストを受けた振幅値として検出する(図6B)。振幅算出手段23は1つの極大値のみが現れる一心周期では当該極大値を被験者の心拍由来(被験者自身の心臓の動作に応じた)の振幅値として検出する(図6A)。そして振幅算出手段23は、各一心周期から被験者の心拍由来の振幅値とIABPによるアシストを受けた振幅値を順に取り出し、経過時間と振幅値の変化の関係を示すオシレーションテーブル(データ列)を作成する(図6B)。 The operation when the IABP mode is estimated to be 1: n (n is 2 or more) will be described with reference to FIGS. 6A and 6B. When it is estimated that the mode of IABP is 1: n (n is 2 or more), the amplitude calculating means 23 derives the first maximum value in one cardiac cycle in which two maximum values appear from the subject's heartbeat (subject's heart (Depending on the operation of (1)) (FIG. 6A). The amplitude calculation means 23 detects the second maximum value as an amplitude value assisted by IABP in one cardiac cycle in which two maximum values appear (FIG. 6B). In one cardiac cycle in which only one maximum value appears, the amplitude calculation means 23 detects the maximum value as an amplitude value derived from the subject's heartbeat (according to the subject's own heart operation) (FIG. 6A). Then, the amplitude calculating means 23 sequentially takes out an amplitude value derived from the heart beat of the subject and an amplitude value assisted by the IABP from each one cardiac cycle in order, and outputs an oscillation table (data string) indicating the relationship between elapsed time and change in amplitude value. Create (Figure 6B).
図7A及び図7Bを参照してIABPモードが1:1であると推定した場合の動作について説明する。IABPのモードが1:1であると推定した場合、振幅算出手段23は各一心周期において1つ目の極大値を被験者の心拍由来(被験者の心臓の動作に応じた)の振幅値として検出する(図7A)。また振幅算出手段23は各一心周期において2つ目の極大値をIABPによるアシストを受けた振幅値として検出する(図7A)。そして振幅算出手段23は、各一心周期から被験者の心拍由来の振幅値とIABPによるアシストを受けた振幅値を順に取り出し、経過時間と振幅値の変化の関係を示すオシレーションテーブル(データ列)を作成する(図7B)。 The operation when the IABP mode is estimated to be 1: 1 will be described with reference to FIGS. 7A and 7B. When it is estimated that the IABP mode is 1: 1, the amplitude calculating means 23 detects the first maximum value in each cardiac cycle as the amplitude value derived from the subject's heartbeat (according to the subject's heart operation) (Figure 7A). The amplitude calculating means 23 detects the second maximum value in each one cardiac cycle as an amplitude value assisted by IABP (FIG. 7A). Then, the amplitude calculating means 23 sequentially takes out an amplitude value derived from the heart beat of the subject and an amplitude value assisted by the IABP from each one cardiac cycle in order, and outputs an oscillation table (data string) indicating the relationship between elapsed time and change in amplitude value. Create (Figure 7B).
振幅算出手段23は、生成したオシレーションテーブル(データ列)(図6Bや図7Bに示す被験者の心拍由来の振幅値またはIABPによるアシストがされた振幅値)を血圧算出手段24に供給する。なお、医師等が入力手段17を用いて被験者の心拍由来の振幅値に基づく血圧値を出力することを指定している場合、振幅算出手段23は被験者の心拍由来の振幅値に関するオシレーションテーブル(データ列)のみを出力してもよい。医師等がIABPによりアシストされた血圧値を出力することを指定している場合についても同様である。
The amplitude calculating means 23 supplies the generated blood pressure calculating means 24 with the generated oscillation table (data row) (the amplitude value derived from the heart beat of the subject shown in FIG. 6B or 7B or the amplitude value assisted by IABP). When the doctor or the like specifies that the blood pressure value based on the amplitude value derived from the subject's heartbeat is output using the
振幅算出手段23は、脈波検出手段21から入力されたカフ圧の情報も血圧算出手段24に供給する。
The amplitude calculating means 23 also supplies the blood pressure calculating means 24 with the information on the cuff pressure inputted from the pulse
なお生体情報測定装置1のユーザ(医師等)は、明示的にIABPの使用中であるか否かを示すモード情報を生体情報測定装置1に入力してもよい。この場合に医師等は、入力手段17を操作してモード情報を入力する。ここでモード情報は、IABPのアシスト比の情報を含んでいることが好ましい。例えばアシスト比として1:3が入力された場合、振幅算出手段23は、ある一心周期において2つの極大値を検出した場合、続く2回の心周期では極大値を1つしか検出しないように演算する。このようにアシスト比が明示的に入力されることにより、振幅算出手段23は、より適切に(換言すると誤検出を行うことなく)各振幅値を算出することができる。
The user (such as a doctor) of the biological
また振幅算出手段23は、一心周期内で2つの極大値を検出した場合、1つ目の極大値の検出タイミングと2つ目の極大値の算出タイミングとの間の時間も合わせて算出してもよい。この場合に振幅算出手段23は、この算出時間(1回目の極大値の検出タイミングと2回目の極大値の検出タイミングとの間の時間、図6Aの長鎖線部分)と所定時間との差が一定範囲内にあるかを判定する。ここで所定時間とは、IABP治療において自己収縮期圧からオーグメンテーション圧までの望ましい(治療効果が高い)時間である。そのため上述の差が一定範囲内にない場合、振幅算出手段23はIABPの治療タイミング(バルーンの動作タイミング)が適切ではないと判定し、使用者に通知する機能を持っていてもよい。 In addition, when two maximum values are detected within one cardiac cycle, the amplitude calculation means 23 calculates the time between the detection timing of the first maximum value and the calculation timing of the second maximum value as well. It is also good. In this case, the amplitude calculating means 23 calculates the difference between this calculation time (the time between the detection timing of the first maximum value and the detection timing of the second maximum value, the long dashed line in FIG. 6A) and the predetermined time. Determine if it is within a certain range. Here, the predetermined time is a desired (high therapeutic effect) time from autosystolic pressure to augmentation pressure in IABP treatment. Therefore, when the above difference is not within the predetermined range, the amplitude calculating unit 23 may have a function of determining that the IABP treatment timing (the operation timing of the balloon) is not appropriate and notifying the user.
血圧算出手段24は、振幅算出手段23が算出した振幅値(すなわち上述のオシレーションテーブル(図6Bや図7B))と、カフ11の加圧力の推移と、の関係から所望の血圧値を算出する。血圧値の算出手法の詳細について、図8を参照して説明する。
The blood pressure calculation means 24 calculates a desired blood pressure value from the relationship between the amplitude value calculated by the amplitude calculation means 23 (that is, the above-mentioned oscillation table (FIG. 6B and FIG. 7B)) and the transition of the applied pressure of the
図8は、振幅算出手段23が算出したオシレーションテーブル(データ列)とカフ圧の推移の関係を示す概念図である。ここでオシレーションテーブル(データ列)は、医師等が指定した出力モード(被験者の心拍由来の血圧値の出力モード、IABPによってアシストされた血圧値の出力モード、両血圧値の出力モード)に応じたものが対象となる。図8の例では、医師等が被験者の心拍由来の血圧値の出力モードを選択していることを想定しているため、被験者の心拍由来(被験者の心臓の拍動による)のオシレーションテーブル(データ列)が対象となっている。 FIG. 8 is a conceptual diagram showing the relationship between the oscillation table (data sequence) calculated by the amplitude calculation means 23 and the transition of the cuff pressure. Here, the oscillation table (data sequence) corresponds to the output mode (output mode of blood pressure value derived from the subject's heartbeat, output mode of blood pressure value assisted by IABP, output mode of both blood pressure values) specified by a doctor etc. Be subject to In the example of FIG. 8, it is assumed that the doctor or the like selects the output mode of the blood pressure value derived from the subject's heart beat, so the oscillation table (from the subject's heart beat) derived from the subject's heart beat ( It is targeted at data string).
血圧算出手段24は、振幅の最大値に対応するカフ圧値を平均血圧(MAP)として算出する。または、補間等の任意の処理により平均血圧(MAP)を求めてもよい。図8の例において血圧算出手段24は、最大振幅値に対応するカフ圧が90mmHgであるため、平均血圧(MAP)を90mmHgとして算出する。また血圧算出手段24は、最大振幅値の50%の振幅値に対応するカフ圧から収縮期血圧(SYS)及び拡張期血圧(DIA)を算出する。図8の例において血圧算出手段24は、収縮期血圧(SYS)を110mmHg、拡張期血圧(DIA)を70mmHgと算出する。
The blood pressure calculation means 24 calculates a cuff pressure value corresponding to the maximum value of the amplitude as an average blood pressure (MAP). Alternatively, the mean blood pressure (MAP) may be determined by any process such as interpolation. In the example of FIG. 8, since the cuff pressure corresponding to the maximum amplitude value is 90 mmHg in the example of FIG. 8, the blood
オシレーションテーブル(データ列)を用いた血圧算出方法の詳細は、例えば非特許文献1のFig.1等を参照されたい。なお上述の血圧算出方法は、オシロメトリック法によるオシレーションテーブル(データ列)を用いた一例であり、この他の手法を用いても勿論構わない。また上述の説明では最大振幅値の50%を基準として収縮期血圧(SYS)及び拡張期血圧(DIA)を算出したが、この50%はあくまでも一例である。 The details of the blood pressure calculation method using an oscillation table (data sequence) are described, for example, in FIG. Please refer to 1 grade. Note that the above-described blood pressure calculation method is an example using an oscillation table (data sequence) by the oscillometric method, and it is needless to say that another method may be used. In the above description, systolic blood pressure (SYS) and diastolic blood pressure (DIA) are calculated based on 50% of the maximum amplitude value, but this 50% is merely an example.
血圧算出手段24は、算出した各血圧値を出力手段16を介して出力する。図9は、出力例を示す概念図である。血圧算出手段24は、図9に示すように、例えば出力モードと各血圧値を合わせて出力(例えば紙に印刷、または生体情報測定装置1の筐体上に設けられたディスプレイに表示)する。なお図9の画面例はあくまでも一例であり、脈波や心電図波形と共に各血圧値を表示してもかまわない。 The blood pressure calculation means 24 outputs the calculated blood pressure values via the output means 16. FIG. 9 is a conceptual diagram showing an output example. As shown in FIG. 9, the blood pressure calculation means 24 combines, for example, an output mode and each blood pressure value and outputs (for example, printing on paper or displaying on a display provided on the housing of the biological information measuring device 1). The screen example in FIG. 9 is merely an example, and each blood pressure value may be displayed together with the pulse wave and the electrocardiogram waveform.
(変形例)
変形例として、被験者の体内を循環する血流量に着目した血圧値の算出方法について説明する。上記の説明では、被験者の心拍由来の血圧値、またはIABPによってアシストされた血圧値、のいずれかを算出することとして説明したが、以下の例では被験者の心拍由来の拍動とIABPによってアシストされた拍動の双方を考慮した血圧値の測定方法について説明する。
(Modification)
As a modification, a method of calculating a blood pressure value focusing on the blood flow volume circulating in the subject's body will be described. In the above description, although the blood pressure value derived from the subject's heart rate or the blood pressure value assisted by the IABP is calculated, the following example is assisted by the beat derived from the subject's heart rate and IABP A method of measuring a blood pressure value in consideration of both of the beats will be described.
脈波検出手段21及び心電図測定手段22の処理は、上述と同様である。振幅算出手段23は、オシレーション波形から各一心周期における極大値を上述の方法で検出し、検出した各極大値の移動平均(例えば3点移動平均、5点移動平均)を求める。すなわち振幅算出手段23は、被験者の心拍由来の振幅値とIABPアシストされた振幅値の双方を基にした移動平均により血流量由来の振幅値(被験者の体内を循環する血流量に由来する振幅値)を算出する。そして振幅算出手段23は、移動平均で求めた振幅値を用いてオシレーションテーブル(データ列)を作成する。オシレーションテーブル(データ列)の生成方法は、図6(B)や図7(B)と同様である。 The processes of the pulse wave detection means 21 and the electrocardiogram measurement means 22 are the same as described above. The amplitude calculation means 23 detects the maximum value in each one cardiac cycle from the oscillation waveform by the above-mentioned method, and obtains a moving average (for example, three-point moving average, five-point moving average) of each detected maximum value. That is, the amplitude calculating means 23 calculates the amplitude value derived from the blood flow by moving average based on both the amplitude value derived from the heart beat of the subject and the amplitude value assisted by IABP (amplitude value derived from the blood flow circulating in the subject's body) Calculate). Then, the amplitude calculation means 23 creates an oscillation table (data sequence) using the amplitude value obtained by the moving average. The method of generating the oscillation table (data string) is the same as that of FIG. 6 (B) or FIG. 7 (B).
なお移動平均は、IABPのアシスト比を考慮した演算であることがより好ましい。例えばIABPのアシスト比が1:3である場合には3点移動平均を行い、アシスト比が1:5の場合には5点移動平均を行うことが好ましい。すなわち振幅算出手段23は、IABPのアシスト比と対応したデータ数を用いた平均処理を行うことが望ましい。例えばアシスト比が1:3に対して5点平均処理を行った場合、5個のデータ数に対してIABPによりアシストされたデータが2個含まれて平均処理が行われるケースがある。同様に5個のデータ数に対してIABPによりアシストされたデータが1個のみ含まれて平均処理が行われるケースがある。いずれケースであっても、算出される血圧値の精度が若干悪くなってしまう。しかしアシスト比と平均処理の処理データ数を対応させることによってIABPのタイミングが正確に反映され、より正確な血圧値を算出することが可能となる。ここでアシスト比と平均処理の処理データ数を対応させるとは、アシスト比が1:3である場合に3個のデータを用いて平均処理を行う場合に限られず、3の倍数の個数のデータを用いて平均処理を行う場合も含まれる概念である。また、制御演算手段20は、本発明者による特許文献2に記載の手法を応用して移動平均を行なってもよい。オシレーションテーブル(データ列)作成後の処理については、上記の手法と同様である。
The moving average is more preferably a calculation taking into consideration the IABP assist ratio. For example, it is preferable to perform three-point moving average when the IABP assist ratio is 1: 3 and perform five-point moving average when the assist ratio is 1: 5. That is, it is desirable that the amplitude calculation means 23 perform an averaging process using the number of data corresponding to the IABP assist ratio. For example, in the case where the 5-point averaging process is performed for an assist ratio of 1: 3, there are cases where the averaging process is performed by including two pieces of data assisted by IABP with respect to the number of five data. Similarly, there is a case where only one IABP-assisted data is included for five data numbers and averaging is performed. In any case, the accuracy of the calculated blood pressure value is slightly deteriorated. However, by making the assist ratio correspond to the number of processing data of the averaging process, the timing of the IABP is accurately reflected, and it becomes possible to calculate a more accurate blood pressure value. Here, to associate the assist ratio with the processing data number of the averaging process is not limited to the case where the averaging process is performed using three pieces of data when the assist ratio is 1: 3, but data of the number of multiples of three The concept is also included in the case of performing averaging processing using. Further, the control calculation means 20 may perform the moving average by applying the method described in
このように極大値の移動平均により求めた振幅値を基にして血圧値を算出する場合、IABPのアシストが行われたか否かによらず被験者の体内を循環した血流量を反映した血圧値を把握できる。 When the blood pressure value is calculated based on the amplitude value obtained by the moving average of the maximum value as described above, the blood pressure value reflecting the blood flow volume circulated in the body of the subject regardless of whether or not IABP assist is performed I can understand.
また振幅算出手段23は、波高値(図4における“height”)を用いて同等の処理を行うことも可能である。図10は、アシスト比が1:2の場合の波高値(図4と同一)と、各種波高値を示す図である。図示するようにオシレーション波形から得られる波高値(図中の四角で囲った波高値の遷移)は、被験者の心拍由来の波高値とIABPアシストを受けた波高値が交互に現れる。そのため上述の被験者の心拍由来の振幅値の検出処理(1心周期内で1つ目の極大値を被験者の心拍由来の振幅値として検出する)は、この波高値の下側のピーク値を結んでできる波高値の遷移(図中の点線部分)と対応する。この被験者の心拍由来の波高値(図10の点線部分)と図8等に示すオシレーションテーブル(データ列)は、同一のオシレーション波形を基に生成したものであるため対応関係にある。そのため振幅算出手段23は、この波高値の遷移を基に被験者の心拍由来の各血圧値を算出することもできる。 The amplitude calculation means 23 can also perform the same processing using the peak value ("height" in FIG. 4). FIG. 10 is a view showing the peak values (identical to FIG. 4) when the assist ratio is 1: 2, and various peak values. As shown in the figure, the crest value (transition of the crest value surrounded by a square in the figure) obtained from the oscillation waveform alternately appears a crest value derived from the subject's heartbeat and a crest value subjected to IABP assistance. Therefore, the above-described detection processing of the amplitude value derived from the heartbeat of the subject (the first maximum value is detected as the amplitude value derived from the heartbeat of the subject within one cardiac cycle) connects the lower peak values of this peak value. Corresponds to the peak value transition (dotted line in the figure) that can be The peak values (dotted line portion in FIG. 10) derived from the heartbeat of the subject and the oscillation tables (data strings) shown in FIG. 8 and the like have correspondence relationships because they are generated based on the same oscillation waveform. Therefore, the amplitude calculating means 23 can also calculate each blood pressure value derived from the heart beat of the subject based on the transition of the peak value.
ここで振幅算出手段23は、波高値の移動平均(図10の例では3点移動平均、5点移動平均)を用いて各血圧値を算出してもよい。この場合、被験者の心拍由来の振幅値とIABPによってアシストされた振幅値を平均化して扱うことになる。振幅算出手段23は、この移動平均により求めた波高値を基にした算出処理をすることにより、所定時間内での血流量に応じた各血圧値を算出することができる。 Here, the amplitude calculating means 23 may calculate each blood pressure value using a moving average of the peak value (three-point moving average, five-point moving average in the example of FIG. 10). In this case, the amplitude value derived from the subject's heartbeat and the amplitude value assisted by the IABP are averaged and handled. The amplitude calculating means 23 can calculate each blood pressure value according to the blood flow volume within a predetermined time by performing calculation processing based on the crest value obtained by the moving average.
続いて、本実施の形態にかかる生体情報測定装置1の効果について説明する。上述のように生体情報測定装置1は、一心周期内での脈波の極大値の検出状態(2つの極大値が存在するか否か、検出された振幅値)に応じて、被験者の心拍由来の振幅値、IABPによってアシストされた振幅値、血流量に着目した場合の振幅値、の少なくとも1つを算出している。生体情報測定装置1は、これ等の振幅値を基に所望の血圧値を算出することができる。例えば被験者の心拍由来の血圧値(被験者の心臓の拍動に応じた血圧値)を参照したい場合、生体情報測定装置1は被験者の心拍由来の振幅値を用いて血圧値を算出する。医師等は、被験者の心臓の拍動に由来する血圧値を参照することにより、IABPの治療効果やIABPの離脱判断等を容易に行うことができる。
Then, the effect of living body
生体情報測定装置1は、心電図のQRS波の検出タイミングを基に一心周期を検出している。心電図のR波は、電圧変化の大きい点である。そのため生体情報測定装置1は、このR波を基準とすることにより精度良く一心周期を算出でき、これにより精度良く血圧値を算出することができる。
The biological
上述のように振幅算出手段23は、2つの極大値が現れる一心周期において1つ目の極大値を被験者の心拍由来(被験者の心臓の動作に応じた)の振幅値であるとして検出する(図6A)。また振幅算出手段23は2つの極大値が現れる一心周期において2つ目の極大値をIABPによるアシストを受けた振幅値であるとして検出する(図6B)。この極大値の検出タイミング(IABP使用時には一心周期内に2回、IABP不使用時には一審周期内に1回)は、個人差がないため、どのような被験者に対しても一定以上の性能で血圧値を算出することができる。 As described above, the amplitude calculation means 23 detects the first maximum value as an amplitude value derived from the subject's heartbeat (according to the subject's heart operation) in one cardiac cycle in which two maximum values appear (see FIG. 6A). The amplitude calculating means 23 detects the second maximum value as an amplitude value assisted by IABP in one cardiac cycle in which two maximum values appear (FIG. 6B). There is no individual difference in the detection timing of this maximum value (twice in one cardiac cycle when using IABP and once in the trial period when IABP is not used), so blood pressure with a certain level of performance for any subject The value can be calculated.
振幅算出手段23は、明示的に指定されたモード情報(IABPを使用しているか否か、及びアシスト比の情報)を用いて各血圧値を算出することが好ましい。アシスト比を事前に認識できることにより、振幅算出手段23はどのタイミングで一心周期内に2回の極大値が現れるかを想定できる。これにより振幅算出手段23は、振幅値を誤検出する可能性を大幅に減らすことができる。 Preferably, the amplitude calculating means 23 calculates each blood pressure value using explicitly designated mode information (whether or not IABP is used and information of assist ratio). Since the assist ratio can be recognized in advance, the amplitude calculation means 23 can assume at which timing two maximum values appear in one cardiac cycle. As a result, the amplitude calculating means 23 can greatly reduce the possibility of erroneous detection of the amplitude value.
以上、本発明者によってなされた発明を実施の形態に基づき具体的に説明したが、本発明は既に述べた実施の形態に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々の変更が可能であることはいうまでもない。 As mentioned above, although the invention made by the present inventor was concretely explained based on an embodiment, the present invention is not limited to the embodiment mentioned already, A various change in the range which does not deviate from the gist It goes without saying that it is possible.
例えば、上述の説明(図8等)ではカフ11を一定値まで加圧した後に、減圧することを想定したオシロメトリック法を想定したが、必ずしもこれに限られない。すなわち生体情報測定装置1は、加圧時に非観血血圧(NIBP)を測定する技術(例えば特許文献3、非特許文献2)を用いていてもよい。この場合であっても、上述のアルゴリズム(極大値の検出を用いたアルゴリズム)を用いることにより、IABP使用時であっても所望の血圧値(被験者心拍由来の血圧値、IABPアシストされた血圧値、被験者の血流量に由来する血圧値)を正確に取得することができる。
For example, in the above description (FIG. 8 and the like), an oscillometric method is assumed in which pressure is reduced after pressure is applied to the
上述の例では、心電図(ECG)を用いて一心周期を算出したが、必ずしもこれに限られない。心電図(ECG)は、心臓の拍動(心拍)に関する情報(心拍情報)を取得するために用いられている。そのため被験者の心拍に関する心拍情報を取得できる構成であれば、心電図測定手段22以外の構成を採用してもよい。例えばSpO2による脈波を検出し、当該脈波から一心周期を推定し、上述の処理を行えばよい。すなわち生体情報測定装置1は、被験者の心拍情報(図1例では心電図)を取得する拍動情報検出手段を有する構成であればよく、心電図測定手段22は拍動情報検出手段の一態様である。
In the above-mentioned example, although one cardiac cycle was calculated using an electrocardiogram (ECG), it is not necessarily restricted to this. The electrocardiogram (ECG) is used to acquire information (heart rate information) related to the heart beat (heart rate). Therefore, any configuration other than the electrocardiogram measurement means 22 may be adopted as long as it is a configuration capable of acquiring heartbeat information related to the heartbeat of the subject. For example, a pulse wave due to
また上述の制御演算手段20内の各処理は、生体情報測定装置1内で動作するコンピュータプログラムとして実現することができる。すなわち生体情報測定装置1は、一般的なコンピュータが備えるCPU(Central Processing Unit)、メモリ装置の構成も備えているものとする。
Further, each process in the control calculation means 20 described above can be realized as a computer program that operates in the biological
プログラムは、様々なタイプの非一時的なコンピュータ可読媒体(non-transitory computer readable medium)を用いて格納され、コンピュータに供給することができる。非一時的なコンピュータ可読媒体は、様々なタイプの実体のある記録媒体(tangible storage medium)を含む。非一時的なコンピュータ可読媒体の例は、磁気記録媒体(例えばフレキシブルディスク、磁気テープ、ハードディスクドライブ)、光磁気記録媒体(例えば光磁気ディスク)、CD−ROM(Read Only Memory)、CD−R、CD−R/W、半導体メモリ(例えば、マスクROM、PROM(Programmable ROM)、EPROM(Erasable PROM)、フラッシュROM、RAM(random access memory))を含む。また、プログラムは、様々なタイプの一時的なコンピュータ可読媒体(transitory computer readable medium)によってコンピュータに供給されてもよい。一時的なコンピュータ可読媒体の例は、電気信号、光信号、及び電磁波を含む。一時的なコンピュータ可読媒体は、電線及び光ファイバ等の有線通信路、又は無線通信路を介して、プログラムをコンピュータに供給できる。 The programs can be stored and provided to a computer using various types of non-transitory computer readable media. Non-transitory computer readable media include tangible storage media of various types. Examples of non-transitory computer readable media are magnetic recording media (eg flexible disk, magnetic tape, hard disk drive), magneto-optical recording media (eg magneto-optical disk), CD-ROM (Read Only Memory), CD-R, CD-R / W, semiconductor memory (for example, mask ROM, PROM (Programmable ROM), EPROM (Erasable PROM), flash ROM, RAM (random access memory)) are included. Also, the programs may be supplied to the computer by various types of transitory computer readable media. Examples of temporary computer readable media include electrical signals, light signals, and electromagnetic waves. The temporary computer readable medium can provide the program to the computer via a wired communication path such as electric wire and optical fiber, or a wireless communication path.
1 生体情報測定装置
11 カフ
12 圧力センサ
13 ポンプ
14 電磁弁
15 心電図電極
16 出力手段
17 入力手段
20 制御演算手段
21 脈波検出手段
22 心電図測定手段
23 振幅算出手段
24 血圧算出手段
25 デジタルフィルタ
31、33、35 アナログフィルタ
32、34、36 A/D変換器
DESCRIPTION OF
Claims (4)
前記被験者の所定部位に対してカフによる加減圧を行っている期間の脈波を検出する脈波検出手段と、
前記心拍情報から心臓の一心周期を検出し、各一心周期での前記脈波の極大値を検出し、検出した各極大値に対して移動平均処理を行うことにより、前記被験者の血流量に由来する振幅値を算出する振幅算出手段と、
前記振幅算出手段が算出した振幅値と、前記カフの加圧力と、の関係から血圧値を算出する血圧算出手段と、
を備え、
前記振幅算出手段は、IABPのアシスト比と対応したデータ数を用いた移動平均処理を行う、生体情報測定装置。 Beat information detection means for detecting heart beat information related to a subject's heart beat;
Pulse wave detection means for detecting a pulse wave during a period in which pressurization / decompression with a cuff is performed on a predetermined region of the subject;
The heart rate of the heart is detected from the heart rate information, the maximum value of the pulse wave in each one heart cycle is detected, and moving average processing is performed on each detected maximum value to derive the blood flow volume of the subject. Amplitude calculation means for calculating the amplitude value to be
Blood pressure calculation means for calculating a blood pressure value from the relationship between the amplitude value calculated by the amplitude calculation means and the pressure applied by the cuff;
Equipped with
The said amplitude calculation means performs a moving average process using the number of data corresponding to the assist ratio of IABP .
前記振幅算出手段は、前記心電図からQRS波を検出し、当該QRS波の検出点を基準として各振幅値の算出処理を行う、ことを特徴とする請求項1に記載の生体情報測定装置。 The heart rate information is an electrocardiogram,
The biological information measuring apparatus according to claim 1 , wherein the amplitude calculation means detects a QRS wave from the electrocardiogram and performs calculation processing of each amplitude value on the basis of a detection point of the QRS wave.
前記被験者の所定部位に対してカフによる加減圧を行っている期間の脈波を検出する脈波検出ステップと、
前記心拍情報から心臓の一心周期を検出し、各一心周期での前記脈波の極大値を検出し、検出した各極大値に対して移動平均処理を行うことにより、前記被験者の血流量に由来する振幅値を算出する振幅算出ステップと、
前記振幅算出ステップにて算出した振幅値と、前記カフの加圧力と、の関係から血圧値を算出する血圧算出ステップと、
を備え、
前記振幅算出ステップでは、IABPのアシスト比と対応したデータ数を用いた移動平均処理を行う、生体情報測定方法。 A beat information detection step of detecting heart beat information on a subject's heart beat;
A pulse wave detection step of detecting a pulse wave during a period in which pressurization and depressurization with a cuff is performed on a predetermined site of the subject;
The heart rate of the heart is detected from the heart rate information, the maximum value of the pulse wave in each one heart cycle is detected, and moving average processing is performed on each detected maximum value to derive the blood flow volume of the subject. Calculating an amplitude value to be calculated;
A blood pressure calculation step of calculating a blood pressure value from the relationship between the amplitude value calculated in the amplitude calculation step and the pressurizing force of the cuff;
Equipped with
The biological information measuring method , wherein moving average processing is performed using the number of data corresponding to the IABP assist ratio in the amplitude calculation step .
被験者の心拍に関する心拍情報を検出する拍動情報検出ステップと、
前記被験者の所定部位に対してカフによる加減圧を行っている期間の脈波を検出する脈波検出ステップと、
前記心拍情報から心臓の一心周期を検出し、各一心周期での前記脈波の極大値を検出し、検出した各極大値に対して移動平均処理を行うことにより、前記被験者の血流量に由来する振幅値を算出する振幅算出ステップと、
前記振幅算出ステップにて算出した振幅値と、前記カフの加圧力と、の関係から血圧値を算出する血圧算出ステップと、
を実行させるプログラムであって、
前記振幅算出ステップでは、IABPのアシスト比と対応したデータ数を用いた移動平均処理を行う、プログラム。 On the computer
A beat information detection step of detecting heart beat information on a subject's heart beat;
A pulse wave detection step of detecting a pulse wave during a period in which pressurization and depressurization with a cuff is performed on a predetermined site of the subject;
The heart rate of the heart is detected from the heart rate information, the maximum value of the pulse wave in each one heart cycle is detected, and moving average processing is performed on each detected maximum value to derive the blood flow volume of the subject. Calculating an amplitude value to be calculated;
A blood pressure calculation step of calculating a blood pressure value from the relationship between the amplitude value calculated in the amplitude calculation step and the pressurizing force of the cuff;
A program to be executed by the,
In the amplitude calculating step, moving average processing is performed using the number of data corresponding to the IABP assist ratio.
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